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第三章 MR成像

第三章聽 MR成像

从本世纪40年代起核磁共振(Nuclear Magnetic Resonance)作为一种物理现象就应用于物理、化学和医学领域。美国哈佛大学的Purcell及斯坦福大学的Bloch因发现了核磁共振现象共同获得了1952的诺贝尔物理奖。1973年Lauterbur等人首先报道利用核磁共振原理成像的技术。1978年Mallard、Hutchison及Lauterbar等人报告了MRI用于人体的情况。1980年商品MRI机出售,开始应用于临床。由于MRI所具有的独特功能和巨大潜能,这一新的医学影像诊断技术在80年代得到迅速发展。为避免与核医学中放射成像相混淆,现在将此技术称为磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging,简称MRI)。MRI提供的信息量不但大于医学影像学中的其它许多成像术,且它提供的信息也不同于已有的成像术,所以用它诊断疾病有很大的优越性。

第一节聽 基本原理与设备

一、MRI基本原理
某些质子数与中子数之和为奇数的原子核如:1H(1氢)、31P(31磷)、23Na(23钠)、13C(13碳)和19F(19氟)等,不仅具有一定的质量,带一定量的正电荷,还具有两个彼此相关的特征性参数,即自旋(spin)和磁矩(magnetic moment)。自旋(S)与磁矩(U)呈正比关系:
U=γ×S
γ:比例常数(又称旋磁比)
不同原子核的γ值各异,换言之,每一种原子核都有自己固定的γ值。
在上述原子核中氢核(1H)即质子,结构最简单,但磁性较强(即磁矩较大),是构成水、脂肪和碳水化合物等有机物质的基本成份,人体内含量高,在各器官、组织上分布广,明显优于其他原子核,故目前临床主要利用1H质子看作具有固定质量、带正电荷、不停绕自身轴旋转的小磁针。人体内存在大量质子,在自然状态下,其磁矩所指方向各不相同,杂乱无章地分布,其磁距互相抵消,故宏观上人体不显磁性。
当将人体置于一个外加的强磁场中时,原来杂乱无章排列的质子磁矩受外加磁场的影响,不停自旋的磁距指向发生偏转,偏转不是倒向外磁场方向,平行或反平行于外磁场方向排列,而是呈陀螺样运动。除绕自身轴自旋外,还围绕外磁场的磁矩转动,这种运动方式称进动(precession)又称拉莫(Lamor)旋进,质子绕外磁场磁矩进动的角频率(W0)称拉莫频率,其大小与外磁场强度(B0)成正比:
W0=γ×B0
γ:旋磁比;B0:外磁场强度,单位:特斯拉(Tesla;T)
当质子进动时,各个质子磁矩的方向与外磁场磁矩方向的夹角各不相同,一些质子的夹角小于90°,质子与外磁场的磁矩方向大致相同,处于低位能状态,数量多数;而夹角大于90°的质子磁矩方向与外磁场相反,处于高位能状态,数量少些;夹角等于90°的质子磁矩指向水平方向,在宏观纵向上无磁矩。产全部质子磁矩叠加起来,由于顺外磁场的质子比逆外磁场方向的质子多,故产生一个沿外磁场磁矩方向的宏观磁矩。换言之,由于人体置于外磁场内,质子磁矩受外磁场磁矩的影响,而呈有序化排列,使人体产生了磁性。
此时,在与外磁场磁矩垂直的方向上加入射频脉冲即高频无线电波,当其频率与质子进动频率一致时,即发生核磁共振(nuclear magnetic resonance;NMR)现象:质子吸收射频脉冲的能量,磁矩发生偏转,整个自旋系统偏离平衡状态。当射频脉冲去除后,自旋系统自发地恢复到平衡状态,并将所吸收的能量仍以射频脉冲的方式释放。此射频脉冲即为NMR信号,用线圈接收此信号,经一系列计算机处理后,就得到了MRI图像。
能使宏观磁矩偏转90°的射频脉冲称90°脉冲,使之偏转180°的脉冲称180°脉冲。实际应用时,射频脉冲常以组合方式发放,组合脉冲又称脉冲序列。
宏观磁矩在射频脉冲的作用下吸收能量发生偏转,整个自旋系统偏离平衡状态,去除射频脉冲后,自旋系统自发地恢复到平衡状态的过程叫弛豫(relax)。为了便于分析,以90°脉冲为例说明弛豫过程。引入坐标系,X、Y和Z轴代表空间三维方向,彼此互相垂直。质子自旋系统置入外强磁场中时,Z轴方向为宏观磁矩的指向,其磁距最大,而Y轴方向磁矩为零。当加入90°射频脉冲后,宏观磁矩由Z轴倒入Y轴,致Y轴上磁矩最大,而Z轴上为零。射频脉冲去除后,弛豫过程由两种成份组成:
1 纵向弛豫(Longitudinal Relaxation):纵向弛豫指宏观磁矩纵向(Z轴方向)由零回复到最大的过程。此过程质子释放NMR所吸收的能量,即自旋系统与周围外界环境发生能量交换,反映了质子与周围环境之间的关系,又称自旋晶格弛豫(Spin-lattice Relaxation),此驰豫曲线为指数递增曲线,当Z轴宏观磁矩从零恢复至最大值的63%时,称纵向弛豫时间,用T1标示,通常人体组织的T1值为数百毫秒。
2 横向弛豫(Transverse Relaxation):横向弛豫指宏观磁矩在水平方向上(Y轴方向)
由最大趋于零的过程,表示各质子磁矩进动的相位由有序恢复至杂乱无章的状态。此过程不发生质子与外界环境之间的能量交换,反映质子与质子之间的相互关系,即质子本身的情况,故横向弛豫又称自旋-自旋弛豫(Spin-Spin Relaxation),此弛豫呈指数递减曲线,Y轴磁矩由初始最大值衰减63% 所需时间称T2弛豫时间。通常人体组体组织的T2值较短,远小T1值,为数十毫秒。NMR质子数量与MRI信号强度成正比,某器官或组织含质子数量多,则发出的MRI信号强度就强;反之,则弱。由于人体各器官及不同组织的质子含量有一定差别,所发出的MRI信号强度即强弱不等,构成了MRI图像的基础对比度。但人体各组织、器官的T1 和T2长短的差别远大于质子含量的差异,尤其病变与正常组织之间更是如此,故临床应用MRI时常突出T1 和T2的差别,获得T1WI和T2WI,以形成更大的对比度,有利于显示病变。应该指出:在外磁场确定不变的情况下,具体组织的T1 和T2均为常数。两种弛豫过程均呈指数形式,一开始递增或递减的速度较快,然后越来越慢。
MR成像技术包括:
一、磁共振成像的立体定位
前述MR成像过程尚不能进行三维立体定位,为使引出的MRI信号与空间位置对应,采用所谓空间编码技术,即在原外强磁场上再叠加三个三维方向上(即沿X、Y、Z轴)、随空间位置改变而呈线性变化的磁场,称梯度磁场,以便与原外加磁场相区别,后者称静磁场或主磁场。叠加上梯度场后,置于磁场中的人体内处于不同空间位置的质子,具有不同的共振频率(以X、Y、Z三维方向标示);反之,依赖质子的频率差别,可标出具体质子的空间位置,应用梯度场技术使任意选择MR成像平面、并行图像的立体定位成为可能。
具体实施立体定位过程以空间坐标系解释如下 :Z轴为宏观外磁场磁距方向,在叠加梯度场后,垂直于Z轴的各平面的磁场强度呈线性变化,故每一个层面的拉莫进动频率亦不同,用确定频率的射频脉冲激发人体,则仅有一个层面的质子与射频脉冲发生共振,而其他层面的质子因进动频率不同,而不被激发,这就完成了MR成像的叠层。
确定选层后,在所选层面的X、Y轴方向分别进行频率和相位编码。Y轴叠加梯度场后,使垂直于Y轴的各条直线上的质子磁距进动速度呈线性变化,产生相位差,称相位编码;在X轴上叠加梯度场使垂直于X轴的各条直线上质子磁距的进动频率呈线性变化,称频率编码,由相位编码和频率编码线数组成MRI图像的矩阵。为获取一幅图像,必须在相位编码轴上重复激发,激发次数等于相位编码数,而频率编码不必重复。
二、磁共振成像的脉冲序列
MRI过程中,向自旋系统发射射频脉冲是重要环节,而通常射频脉冲是以脉冲序列的方式进行的。迄今为止,应用最广泛的是自旋回波(SE)脉冲序列:先发射一个90°
脉冲,间隔τ时间后,再发射一个180°脉冲。其次为反转恢复(Inversion Recovery;IR)序列,先给一个180°脉冲,使宏观磁矩反转,间隔τ时间后,再加一个90°脉冲。还有饱和恢复(Saturation Recovery;SR)序列,先给一系列90°脉冲,使自旋系统进入饱和状态(即平行和反平行于主磁场的自旋数量相等,故自旋系统没有纵向磁距),再加180°脉冲,为变相的SE序列。后两种方法少用。
(一)自旋回波脉冲序列聽 先发射一个90°脉冲,使宏观磁矩从Z轴倒入Y轴(由纵向倒入横向),即进入X-Y平面。由于磁场的不均匀性,进动中各质子相位由同步(即速度一致)逐渐变为异步,称去相位(Dehasing),质子进动快慢不一,横向磁矩由刚从Z轴倒入Y轴时的最大,逐渐变小,最终趋于零。与此相对应,产生了一个自由感应信号(Free Induction Signal;FIS)。间隔t时间后,在Y轴上加一个180°脉冲,宏观磁矩绕X轴转180°至Y轴方向,使异步进动的质子重新趋于同步状态,称相位重聚(Rephasing),故横向磁矩出现先趋于零,又接近最大,然后再趋于零的变化过程。与此相适应,产生一个由小至大、又至小的回波信号,即SE信号。90°脉冲发放至产生回波的时间称回波时间(Time of Echo;Te),两个90°脉冲间隔时间称重复时间(Time of Repetition;TR)。SE序列所得MR信号的振幅见公式:
SI=N(H)(1-e-TR/T1) e-TR/T2
SI:MRI信号振幅;N(H):质子密度。
从上述公式中可以看出决定SE序列MRI图像黑白对比度的因素:即质子密度、T1和T2时间、TR和TE时间,再加上“流空效应”(Effect of Flow;EF),共六个因素。下面详细阐述此六个因素的作用和特性。其中有四个因素由被检查者的组织特性所决定:
1 质子密度(N),被成像组织单位体积内质子数越多,则产生的MR信号越强,如脂肪含质子多,在图像上呈白色;纤维组织含质子少呈灰黑色;骨皮质、钙化灶等无质子,则无信号。应用SE序列,被成像组织所含质子密度的多少决定MRI图像的基本对比度。
2 T1时间长短,T1短的组织在第二个射频脉冲序列发放前,纵向弛豫完全,磁距大,产生的MR信号强,以图像上呈白色;相反,T1长的组织,纵向弛豫不完全,磁距小,发生的MR信号弱,呈黑色。
3 T2时间长短,T2长的组织横向弛豫衰减得慢,则产生的MR信号就强;相反,T2短的组织横向弛豫衰减得快,信号就弱。
4 流空效应,应用SE技术,以一定速度流动的液体产生流空效应,呈无或低信号。产生此效应的原因在于:射频脉冲所激发的质子在接收线圈获取MR信号时,因流动已移出成像层面,而此时成像层面内原部位的质子为流入的非激发质子,故不能产生MRI信号。与流动液体相比,周围静止组织如:血管壁发出的MRI信号不变。血液在血管中流动是产生此效应的典型示例,较快速流动的血液呈无或低信号,与静止呈中等信号的血管壁形成鲜明对比,清楚显示出血管的形态结构。这是SE技术的MRI的一个显著优点,也是MRI显示心脏大血管解剖结构的基础。
如果血流速度较慢,SE技术MRI图像上血管内可有少量信号呈灰色,而慢速血流则产生强白信号。分析MRI图像时应注意此效应所致的血管内信号变化。
5 脉冲重复时间(TR),如TE不变,TR越长,组织的纵向弛豫越完全,则MR信号越强,反之亦然。
6 回波时间(TE),如TR不变,TE越长,横向弛豫就越完全,产生的MRI信号就越弱;相反,TE短,MRI信号则强。
(二)快速成像技术聽 SE技术MR成像很实用,图像质量好,对比度高,但扫描时间长。为了克服此缺点,提高扫描速度,缩短TR和TE值,工程技术人员研究开发出快速成像技术,最初广泛应用的快速成像技术有两个技术要点:即小角度激发(<90°角)和反转梯度回波。下面分别加以介绍。
1 小角度激发(low angle shot):常规SE脉冲序列,向质子自旋系统发射90°脉冲,使宏观纵向磁矩倒入X-Y平面,每次激发后都要经过相当长的重复时间,以完成纵向弛豫,进而再行第二次激发,故成像速度较慢。改用小角度激发,通过改良射频脉冲的幅度和脉宽,使激发角在10°~90°之间改变,换言之,用小于90°的脉冲取代常规SE应用的90°脉冲。在该脉冲的作用下,Z轴上的纵向弛豫与平衡态相比,小角度倾斜(如10°)其纵向磁矩降低并不明显,而横向Y轴的磁矩增加幅度较大,激发后磁矩仍大部分保持在纵向,仅需很短时间即恢复到平衡状态。TR可取至很短如20毫秒以下甚至几个毫秒,所获图像含较强的T2加权因素,称准T2WI,由于磁矩较90°脉冲小,其信噪比较低,图像质量不如SE法。当激发角接近90°时,所获取图像含T1加权因素多,称准T1WI,图像信噪比较高,质量接近SE法。
2 梯度回波(gredient echo;GE):利用反转梯度场来取代180°射频脉冲产生回波,可使TE缩短至8~12ms,甚至更短为2~3ms,实施过程如下:在X轴频率编码方向加双极梯度,首先负向梯度场通过选择层面,使自旋系统去相位,自旋逐渐散开,彼此形成相位差;继之梯度场反转,加一个与负向梯度大小相等,时间相同的正向梯度磁场,使自旋瞬间反身,原先具有较大相位的自旋转为较小,自旋以与去相位相同的速度复相位,此过程产生回波信号,此信号称梯度回波。
3 多回波脉冲序列(multiple echo pulse sequences):多回波脉冲序列与SE不同,在固定 TR 时间内由一个 90°脉冲和其后的一系列 180°脉冲组成。在每一个180°脉冲后面都产生一个MRI回波,其信号强度依次按指数规律递减。每一个回波信号可以重建一幅图像,一次扫描可得到同一层面的一系列图像。由于越靠后的回波信号越弱,实际应用时以不超过四个回波为宜。如果多回波序列取TR值远大于组织的T1值(2000ms),第一个TE值远小于组织的T2值(30ms)时,则其第一回波图像为质子密度加权像;第二回波图像TE值加倍即60ms,第三回波TE值为90ms,第四回波为120ms,后三个回波均为,但其加权程度不同,回波数越高,图像的T2加权程度越重。若取TR值约等于组织的T1值(500ms),则第一个回波为T1WI,以后各回波图像为T1和T2混合图像,但回波数越高,T2加权的成份亦越重。
应用多回波技术,一次扫描可获取两种以上不同性质的图像,进行同层面各回波图像的对比,增另了信息量,有利于鉴别诊断。
4 快速自旋回波序列(fast spin echo sequences;FSES):FSES是多回波脉冲序列的改良 ,在 TR 固定的情况下,它也是先发放一个 90°脉冲, 然后再加一系列180°脉冲组成脉冲序列,但它与多回波序列的区别在于:90°脉冲后的一系列180°脉冲所产生的回波,不是用来分别重建各自的图像,而是用于共同填充一个K空间,即X-Y平面,组成一幅SE图像,故扫描时间大为缩短。180°脉冲的数目越多,扫描时间越短。但图像质量随180°脉冲数目增多而下降。如果有8个180°脉冲,扫描时间将缩短为原SE序列的1/8,一般应用4-8个脉冲,兼顾缩短扫描时间和保证图像质量两个方面的要求。
K空间有一个特性,即其外围80%的空间决定图像的分辨率,中心20%的空间决定图像的对比度。所以,只要调整K空间的中心回波即可选择图像的性质,以TR:3500ms,第一回波TE:30ms为例,如将第一个回波放在k空间的中心,所获图像为质子密度像,将第四个回波放在k空间的中心位置(即TE:120ms),所获图像即为T2WI。也可以一次扫描获取双回波图像,同一层面,一幅为质子密度,另一幅为T2WI,但此时,如回波数不变,所获图像幅数加倍,故成像时间比单纯一种性质图像长一倍,即加快扫描速度的程度减半。目前,新型MRI扫描机已常规配置FSE序列,特别是以FSE的T2WI代替SE的T2WI,使扫描时间缩短至1~2min,应用广泛。
5 超快速成像(Ultrafast MR Imaging;UFMRI):UFMR成像扫描速度进入毫秒级,目前已可临床实用,其基本技术有数种,其中最重要的是回波平面成像(echo-planar imaging;EPI),此技术能瞬间获取二维图像,不用心电图门控进行心脏实时扫描。早在1977年MRI开发的早期,Mansfield根据其资料采集方式就提出此成像方法,由于所获图像信/噪比低,有几何变形和化学位移干扰,重建方法复杂,需要较高的梯度场和梯度场快速转换,以及高度的磁场均等问题,最初未能很好解决,所以,初期十年此技术未获临床应用。近年,上述问题逐一解决,最新推出的高场MRI扫描机,均常规配置此功能,临床已逐渐推广应用。
(1)EPI的基本工作方式:对横断面而言,继Z轴层面选择90°脉冲后,立即在X轴加180°脉冲,随后在Y轴应用波动或双向梯度场(正负转换率约1000Hz),在X-Y平面上反复进行磁化的去相位和复相位,诱发一系列回波充填K空间,即x-y平面,此过程组成一个光栅样轨迹。然后,行傅立叶转换,产生一系列条形频谱,一次激发即收集到重建图像的全部数据。EPI不必进行相编码,应用波动式或双向梯度场又称“梯度场振荡”,使读出大为加快,属读出模式,成像速度主要取决于梯度场振荡的读出速度,即梯度场的切换速度。为提高信噪比和图像质量,临床实际应用时,EPI技术与SE或梯度回波(GE)脉冲序列相结合,称混合(hybrid)技术。例如在一次成像中,采用8个相位编码的SE,应用8次波动梯度场。
(2)EPI的临床应用:EPI的特点是成像速度极快,有效的消除了各种运动伪影,包括周期运动(呼吸和心跳)和非周期运动(吞咽,肠蠕动等)。EPI在心脏成像的应用潜力巨大,它可超快速进行心功能测定,包括整体功能(如射血分数)和局部功能(如室壁运动分析),显示心脏瓣膜功能状态,关闭不全和/或狭窄等,进行心脏,大血管的血流速度测量,应用大分子造影剂,进行首次通过法成像,获取心肌灌注图像,以早期发现心肌梗塞冠心病的心肌缺血区,以及进行三维立体扫描,显示高清晰的冠状动脉图像,有可能在MRA的冠状动脉成像方面有所突破。
三、磁共振血管造影(magnetic resonance angiography;MRA)
MRA技术已日趋成熟,临床得到广泛应用。与传统X线心血管造影不同,它不是血管腔本身的成像,而是血流成像。MRA基本技术有二种,下面分别介绍。
1 时间飞跃(time-of-flight;TOF):应用快速扫描GE技术,选取适宜的TR值和激发角,可产生血流的增强。由于脉冲间隔时间很短,扫描层面内静止组织反复被激发,纵向磁矩不能充分弛豫而处于饱和状态,信号很弱,呈灰黑色;血管内血液流动,采集MR信号时,如果血流速度足够快,成像容积内激发的饱和质子流出扫描层面外,而成像容积外完全磁化的自旋又称不饱和自旋流入扫描层面,纵向磁矩大,发出强信号呈白色,于是血管内外信号差别很大,使血管显影。TOF法利用MR信号的纵向磁化矢量成像。
应用此技术成像,按采集方式不同,又分为两情况:
(1)二维TOF MRA,对缓慢或中等流速的血流敏感,用于评价静脉和严重狭窄的动脉效果好。
(2)三维TOF MRA,对快速血流敏感,可用作病变的初步筛选。
TOF法除流动组织外,短T1的物质也是亮白信号,故血肿(亚急性期)可被误认
为异常血管,而有附壁血栓的血管似乎与正常血管一样,造成误漏诊,分析图像时应予以注意。
2 相位对比(phase contrast;PC):应用快速扫描GE技术和双极流动编码梯度脉冲,对成像层面内质子加一个先负后正,大小相等,方向相反的脉冲,静止组织的横向磁矩亦对应出现一个先负后正,大小相等,方向相反,对称性的相位改变,将正负相位叠加,总的相位差为零,故静止组织呈低或无信号;而血管内的血液由于流动,正负方向上相反的相位改变不同,迭加以后总的相位差大于零。其相位差与血流速度成正比,故血流呈亮白的高信号,使血流与静止组织间产生良好的对比。血流速度越快,MRA血流的信号越强。PC法MRA利用MR信号的横向磁矩成像,扫描时间较TOF法长,但可测量血流速度和标示血流方向。PC法MRA对极慢血流敏感,可区分血管闭塞和极慢血流,亦分为二维和三维MRA两种形式。
3 黑血技术:无论应用哪一种MRA技术,血流均呈高信号,而静止组织呈灰黑色。这与传统X线血管造影片所显示的情况刚好相反。放射学家及临床医师已习惯了观察传统血管造影片,故MRA显示为黑色血管影更易于被接受。MRI扫描机在图像显示部分有黑白翻转功能,可将白色血管的MRA图像直接翻转成黑色血管。也有在MRA成像过程中获得“黑血”的方法,称黑血技术(black blood techniques)。
(1)洗脱效应(washout effect)快速成像技术血流一般情况下呈白色,但当血流速度明显加快,TR较短时,洗脱效应占主导,血流表现为黑色,即不饱和完全弛豫的质子流出成像容积,此效应在应用薄层和/或长TE时被增强,这是获得黑血的一种方法。
(2)MRA中应用预饱和技术(presaturation technique)也能使血流呈黑色。在RF脉冲发放前,旋放预饱和脉冲,饱和带与扫描层面平扫,RF脉冲激发后,饱和的自旋流入扫描层面,其纵向磁矩小,致血流为低信号呈黑色;相反静止组织为白色。此技术所显示的图像更接近解剖学情况,有利于估计血管内溃疡和评价血管狭窄程序。MRA的预饱和技术是一种显示血流起源和流动方式的精确手段。
4 二维和三维MRA的对比:临床应用时可灵活选用不同技术及采集方式。应用预饱和技术可分别进行单纯动脉或单纯静脉MRI,如欲显示动脉,则在成像容积静脉血流入侧加预饱和带。不加预饱和带,则成像容积内动静脉同时显像。
一般行MR成像,不必注入顺磁性造影剂,但经静脉注入Gd-DTPA,也被用于MRA成像,应用造影剂后的MRA,改变了组织的弛豫时间,首先是组织(如:粘膜、脉络丛和垂体等)增强,血管次之。并且,在图像重建时,应用最大增强投射(MIP)的处理过程与图像显示不成比例,导致图像失真。最后,增强后MRA预饱和技术失效,所获图像包含动脉和静脉的成份,不能行单纯动脉或静脉成像。
二、MR成像设备
MRI设备主要由五部分构成即:磁体系统,射频发射和接收系统,图像重建和显示系统,检查床及图像记录贮存系统和软件系统。
(一)磁体系统
1 主磁体聽 即用于产生静磁场的磁体,它是设备的主体部件,按其构造分为三种类型。
(1)永久磁体(permanent magnet)简称永磁型,此型主磁体采用永磁材料(如铁氧体)制成,其磁场强度衰减极慢,可视为永久不变,且有运行维护简单,无水电消耗,维持运行费用低;磁力线闭合,磁体漏磁小,磁场方向与人体长轴相互垂直,S-N极在人体上下方向,射频线圈的设备制作容易,填充因子大,线圈的效率高;对磁体间即扫描室场地和周围环境的要求较低等优点。但其亦具有磁体笨重、占地大、永磁材料昂贵;磁体受环境温度的影响大,磁场均匀度的稳定性较差,周围环境稍有变化,磁场内各部位的场强就发生变化,使磁场均匀度破坏,导致图像质量下降;且由于受设计和制造上的制约,永磁磁体的场强较低,一般最高不超过0.3T。
最初MRI设备应用永磁型磁体较多,后随超导型磁体的大量应用,用量曾一度下降。近来,各医疗器械公司开发出一种所谓开放式(open style)MR扫描机,采用永久磁体,或用阻抗式磁体,或二者混合共同,可将监护抢救设备置于MR扫描机旁,扫描时家属可在床边陪同,应用专用穿刺针、导丝和导管等,可作MR介入治疗,为今后MRI机的一个发展方向,故应用永磁型磁体的数量又有所回升。
(2)阻抗式磁体(resistive magnet)又称常导型磁体,系常温下,应用励磁电流通过线圈产生磁场。此型磁体又大致分为三种:空芯磁体、铁芯磁体(线圈中心插有铁棒)和电磁永磁混合型磁体。阻抗式磁体有制造安装容易、造价低廉等优点,但磁场的均匀度和稳定性均较差,故图像质量较差,开机后电磁体耗电量大,磁体运行中产生较多热量,主要依靠水冷却,需水量亦较大,故维持运行费用高。目前,此型磁体已很少应用,其磁场强度亦较低,一般不超过0.3T。
(3)超导磁体(superconductive magnet)该型磁体亦为电磁体,将其置于液氦之中,达绝对零度(-273摄氏度),此时线圈处于超导状态,其电阻为零。超导体磁体配有一个励磁电源,当励磁电流使磁场达预定值后,将超导磁体开关闭合,励磁电源去掉,电流在闭合的超导线圈内几乎无衰减地循环流动,产生高强稳定的磁场。此型磁体的优点是磁场稳定性好,室温的波动对磁场几乎没有影响,故所获图像质量好,并且可获很高的磁场强度,一般临床应用的MR机可达2.0T,实验室用可达8.0T。缺点有:运行需消耗一定量的液氦,致维持运行费用较高,但近年各公司致力于降低液氦蒸发量的研究,液氦消耗已下降至相当低的水平,可达0.1~0.2l/h,,有的公司还推出首次充填后,永不填加液氦的磁体。该型磁体应用最广泛,占主导地位。
无论何种磁体,其中心部位均有一孔径,以便由检查床送入病人,进行扫描。
2 梯度场聽 包括梯度线圈和梯度电源两部分。梯度线圈共有三组,在三个互相垂直的方向上产生梯度场。梯度电源包括梯度脉冲发生器和功率放大器,梯度电源在主计算机控制下进行工作。
3 匀场系统聽 匀场系统包括匀场线圈和匀场电源两部分,通常主磁体的匀场线圈有十几对,甚至更多,以补偿主磁体的不均匀性。也有用永磁材料辅助匀场的。主磁体均匀度应优于10ppm。
(二) 射频发射和接收系统
射频的发射和接收都在计算机的控制之下进行。发射系统包括:信号源,用以产生射频信号,先形成脉冲及加工处理,再经功率放大器放大,最后由发射线圈向人体发射射频信号。射频接收系统包括接收线圈,接收人体发射的MR信号,经功率放大器和模/数(A/D)转换器转换成数字信号,输入计算机作成像处理。接收线圈包括体线圈、头线圈和各种表面线圈。心脏大血管MR扫描应用体线圈多,但表面浅圈有两个突出的优点:①充填因子大,接收MR信号的效率高,可增加信/噪比,提高图像的质量;②可明显提高空间分辨率,对微小病变的观察十分有利。
(三)图像重建及显示系统
该系统将输入计算机的数字信号进行处理,重建图像,并对图像加工处理,最后存贮和显示图像,其硬件主要包括:
1 计算机,属高档小型计算机,它是整个扫描机的中枢,图像重建、显示、存贮均由其控制进行。此外,还包括阵列处理机和海量存贮器等。
2 高分辨率监视器,与操作台或称工作站(work station)结合在一起。医生或技术人员通过操作台控制整个扫描机工作,除监视器用以显示文字指令、程序菜单和MRI图像外,还可配有键盘及若干功能键、选择调节旋纽、跟踪球等,也可配置鼠标器,或视频触摸屏,操作MRI扫描机采用人机对话方式。近年有操作简化、预设置增多的趋势,使操作更方便、简单、快速。
(四)检查床及图像记录存储系统
1 MRI扫描机配有能垂直升降和水平移动的检查床,使病人方便地出入磁体。该床带有激光定位器,用无磁材料制造,一般有电视监视系统,以便于扫描过程中监护病人,通讯对讲机,使医生随时与病人对话,病人如有不适,也可通过呼吸铃通知医生。有的机型,检查床边还配有用无磁材料制造的输液架。
2 图像贮存记录系统,包括计算机本身的磁盘,以及配置的激光盘,或可读写重复使用的光磁盘、磁带机等,用于贮存图像。临床多用胶片贮存MRI图像资料,MRI扫描机还配有激光打印机或多幅照相机,同时接连小型自动洗片机,可明室下自动洗出干片。
(五)软件系统
MRI机的运行均由软件系统来实施。购买机器时,随机带有软件系统,由于MRI技术发展迅速,软件系统更新较快,一般8~10个月升级一次。借助软件升级,MRI扫描机的功能将不断提高和完善。

第二节聽 MRI造影剂

MRI造影剂与传统X线诊断和CT所用造影剂完全不同,不是由造影剂本身对X线的阻挡作用直接显示,而是影响了有关质子的弛豫时间,间接地改变了这些质子所形成信号的强度。MRI的软组织分辨率甚佳,不用造影剂已能显示不少CT不能显示的病变,而使用MRI造影剂的目的,在于显示微小病灶和T1、T2弛豫时间与正常结构相仿的病灶。
一、MRI造影剂的分类
(一)二乙胺五乙酸钆(Gadolinium Diethylene-triamine Pentaacetic acid, Gd-DTPA)顺磁性造影剂最初主要用于中枢神经系统,静脉注入的Gd-DTPA可通过受损的血脑屏障进入病变组织,或滞留于病灶内缓慢流动的血液中,病灶的增强与否及其增强程度可因病灶血供的多少及血脑屏障破坏的程度而异。Gd-DTPA常在SE序列T1加权图像上用于显示血脑屏障破坏、勾划肿瘤形态、区别肿瘤和水肿、检出肿瘤复发、显示脑膜病变和垂体微小病变。近年来的许多临床研究表明,Gd-DTPA还能用于乳腺、肝脏、心肌、横纹肌、骨骼、肾脏、卵巢等器官和组织的增强检查以及灌注研究和肝脏动态扫描成像等。
(二)主要经肝细胞排泄的造影剂包括Gd-BOPTA、Gd- EOB-DTPA、Mn-DPDP等静脉注射后由肝细胞摄取并排入胆汁中,从而增强肝脏和胆道系统,提高肝脏、胆道病变的检出率。
(三)用于网状内皮系统增强的造影剂如AMI-25等,注入血管后由网状内皮系统吞噬细胞吞噬,主要集中于肝、脾、骨髓、淋巴结中,正常肝组织在注药后1小时内达到良好增强且可维持增强1天以上,肝肿瘤等病变不增强。正常淋巴结在注药后信号降低,肿瘤转移淋巴结则保持不变。
(四)胃肠道造影剂如柠檬酸铁铵等可以勾划胃肠腔,以更好地显示胰腺、腹主动脉旁淋巴结及盆腔器官。
(五)其它如用于血池显影的造影剂、对肿瘤有特异亲和力的造影剂及特异性抗原造影剂尚处于研究阶段。
二、Gd-DTPA的药物动力学基础
Gd-DTPA已成为临床广泛使用的造影剂。由于它具有较为理想的药物动力学特点,副作用小,使用起来比较安全。其主要特征为:①弛豫性强;②毒性小;③安全系数大;④细胞外分布;⑤不通过正常的血脑屏障;⑥迅速由肾脏排出;⑦在人体内结构稳定;⑧具有高溶解度。
Gd3+含7个不成对电子,为一顺磁性很强的金属离子,能显著缩短弛豫时间,图像上反映的主要为T1缩短,所以常选短TR和短TE的自旋回波或反转恢复等T1加权程序来显示顺磁性对比剂的最大增强效果,也即增强区显示为高信号,所以象Gd-DTPA这种形成信号增强的MRI造影剂又称为MRI阳性造影剂。
LD50是衡量药物近期内毒力的主要指标。Gd-DTPA的LD50为20mmol/kg左右,而其作MRI时的常用剂量仅为0.1mmol/kg,它的系数大于200,比用于CT的含碘造影剂(安全系数8~10)安全得多。Gd-DTPA主要由肾上球滤过,半衰期约20min,在由静脉注射Gd-DTPA 7天后,约90%的药物从尿中排出,7%随粪便排泄,0.3%滞留于器官。
Gd-DTPA不通过完整的血脑屏障,口服也不被胃粘膜吸收。它们完全处于细胞外间隙,在分布上亦无选择性。Gd-DTPA可显示细胞外间隙的容积异常(水肿)、灌注以及毛细血管通透性的改变。它特别能鉴别水肿组织,也很有助于肿瘤和非肿瘤病变鉴别。对于一些因碘过敏不能进行CT增强扫描者或不能作静脉肾盂造影者,MRI增强扫描不失为一种得天独厚的检查方法。
三、Gd-DTPA的临床应用
剂量及注射速度:由于Gd-DTPA既有缩短T1,又有缩短T2弛豫时间的双重作用,因此它的浓度与MRI信号强度之间不存在线性关系。目前普通采用的剂量为0.1mmol/kg,除病情重笃者,均采用快速团注法,约在1分钟内注射完毕。
扫描方法:注射Gd-DTPA后,常采用T1加权SE序列(短TR、短TE)。通常按横轴位、冠状位及矢状顺序扫描一次,有时可重复扫描。对于肝脏病患者,可采用动态快速扫描。
不良的反应:极少数病人可立即出现头晕、头痛、恶心及心前区不适,稍休息后可行检查。
聽聽聽聽聽聽聽聽聽聽聽聽聽聽聽聽 (李聽 澄)


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